CC BY
49
ОБЗОРЫ
«Вестник хирургии» • 2013
© Коллектив авторов, 2013 УДК 616.12-089.844-77
Н. Н. Шихвердиев, И. И. Аверкин, С. П. Марченко, Д. М. Дарвиш, М. Г. Алексанян
ПРОБЛЕМА ВЫБОРА ПЛАСТИЧЕСКОГО МАТЕРИАЛА В РЕКОНСТРУКТИВНОЙ ХИРУРГИИ СЕРДЦА
Первая клиника хирургии (усовершенствования врачей) им. П. А. Куприянова
(нач. — чл.-кор. РАМН Г. Г. Хубулава), Военно-медицинская академия им. С. М. Кирова, Санкт-Петербург
Ключевые слова: пластический материал, механические свойства, реконструктивная хирургия, консервант
Заболевания сердечно-сосудистой системы являются главной причиной смертей во всем мире. Для успешного их оперативного лечения важны не только разработка хирургических методик, но и подбор оптимальных материалов для реализации этих методик.
Цель исследования — изучить историю внедрения и изучения пластических материалов в кардиохирургию, дать их сравнительные характеристики.
Спектр применения заплат из различных материалов в кардиохирургии весьма разнообразный. В настоящее время используют как биологические (нативный перикард, алло- или ксеноматериалы), так и синтетические материалы (дакрон, тефлон, PTFE и т. д.) [27].
Важные требования к пластическому материалу были сформулированы D. E. Harken [8]. Он указал, что идеальный материал должен обладать хорошей прочностью, тромбо-резистентностью, устойчивостью к инфекции, отсутствием реакции отторжения у организма, а также иметь способность к росту. К сожалению, на сегодняшний день не существует такого заменителя, который бы обладал всеми вышеуказанными свойствами.
Из синтетических заменителей наиболее широкое применение нашли такие материалы, как полиэтилен терефталат (PET) и политетрафторэтилен (PTFE).
Полиэтилен терефталат был открыт в 1939 г. На его основе были созданы сосудистые протезы из дакрона, которые Julian и De Bakey в конце 50-х годов двадцатого столетия впервые применили на практике. Структура PET образована длинными цепями, состоящими из чередующихся участков гликоля и терефталевой кислоты. В хирургические стационары дакрон поступает в двух формах: плетеной или вязаной. Плетеный дакрон менее пористый, в то время как вязаный имеет более пористое строение. Этот материал достаточно устойчив и может сохранять свои свойства в течение 10 лет после имплантации.
Политетрафторэтилен по химическому составу образован цепями углерода, насыщенных фтором. Эра начала его
применения начинается с первой половины 1960-х годов. PTFE, используемый для изготовления сосудистых протезов, еще известен как растягивающийся политетрафторэтилен (ePTFE). В 1969 г. B. Gore запатентовал ePTFE. Он получил название «Gore-Tex» и нашел широкое применение в сердечно-сосудистой хирургии. Молекулярная структура PTFE биологически стабильна, в результате чего после имплантации его в организм человека деградации не происходит. Электроотрицательная поверхность PTFE минимизирует частоту возникновения реакций с компонентами крови. Такие физические аспекты коррелируют с некоторыми биологическими свойствами, такими как тромбогенность.
Дакрон и PTFE имеют общие преимущества и недостатки. К преимуществам можно отнести модифицированную поверхность материала, прорастание просвета протеза эндотелием, легкость манипуляции при имплантации и высокую пористость (85-95%); а к недостаткам — развитие реакции на инородное тело, псевдоинтимальную гиперплазию в местах анастомозирования, кальцификацию и тромбозы [27].
Мета-анализ от 2008 г., выполненный S. Roll и соавт. [20], не выявил существенных различий в результатах, полученных после имплантации протезов из дакрона или PTFE.
Криообработанные материалы также нередко используются в реконструктивной хирургии сердца, особенно в попытках восстановления стенозированного сосуда большого диаметра или обструкции выходного тракта одного из желудочков [2]. Теоретически криосохраненные гомографты имеют ряд преимуществ над другими реконструктивными материалами: устойчивость к высоким гемодинамическим нагрузкам и способность к росту, что особенно актуально в детской кардиохирургии [19]. Однако и у этой группы материалов имеются ряд серьезных недостатков. Наличие антигенных свойств может приводить к развитию иммунной реакции «антиген — антитело» в течение 3 мес после операции и «отторжению» аллографта с последующим развитием его недостаточности [9]. Еще одним недостатком аллоген-ных заменителей является быстрая кальцификация. Таким образом, подбор донора остается значительной проблемой, особенно у детей [23].
Каждый тип материала имеет определенные ограничения, заключающиеся в невозможности роста замещенной
Сведения об авторах:
Шихвердиев Назим Низамович, Аверкин Игорь Игоревич (e-mail: averkin.igor@gmail.com), Марченко Сергей Павлович,
Дарвиш Диана Махмудовна, Алексанян Михаил Генрихович,
Первая клиника хирургии (усовершенствования врачей) им. П. А. Куприянова,
Военно-медицинская академия им. С. М. Кирова, 194044, Санкт-Петербург, ул. Академика Лебедева, 6
структуры, ремоделировании данного участка, формировании аневризмы стенки аорты, недостаточной эластичности, риске развития гемолиза, индуцированного контактом крови с материалом протеза. Имплантация ткани, не способной к росту, в последующем приводит к обструкции той или иной области имплантации по причине несоответствия размера заплаты или ее кальцификации. Главными недостатками синтетических материалов являются их высокая тромбоген-ность, а также риск развития инфекционных осложнений [5]. Все синтетические реконструктивные материалы обладают такими ограничивающими факторами, как отсутствие жизнеспособности, исключение возможности роста, развитие аневризм [27].
Немаловажным фактором, влияющим на дальнейший результат и судьбу биоматериала, является его обработка, а именно, фиксация в растворах (глутаральдегид, эпокси-соединения), с целью снижения антигенных свойств, скорости кальцификации, а также сморщивания ткани. Однако, несмотря на определенные успехи в этой области, данный вопрос до сих пор остается весьма актуальным и дискутабельным.
Впервые обработку ткани глутаральдегидом предложил A. Carpentier [3]. Эта методика быстро внедрилась в клиническую практику и распространилась в хирургической среде. Обработанные ткани обладали достаточной ригидностью, эластичностью и подавленными антигенными свойствами, легко поддавались имплантации, а также сохраняли механические свойства.
Еще до того, как обработка аутоткани глутаральдегидом стала практически рутинным мероприятием в клинической практике, хирурги задумались над проблемой оптимального времени фиксации ткани.
В 1995 г. K. Liao и соавт. [17], а в 2001 г. W. K. Lee и соавт. [16] изучали влияние времени фиксации ткани в глу-таральдегиде на скорость кальцификации. Для этого были созданы две экспериментальные группы [17]. В 1-ю вошли четыре подгруппы образцов бычьего перикарда (размером 1 см2): A — свежий перикард без обработки в растворе глу-таральдегида (ГА); B — с 15-минутной обработкой в ГА; C — с 60-минутной обработкой в ГА и D — с 120-минутной обработкой в ГА. Для оценки кальцификации образцы имплантировали подкожно 7 молодым мышам. Через 45 дней перикард эксплантировали с последующей оценкой кальциевых депозитов. Содержание кальция в имплантатах (г/мг сухого веса) было 4,8±2,9; 29,8±13,6; 106,3±13,7 и 176,3±85,5 в группах A, B, C и D соответственно (p<0,05 для всех групп). Вторая экспериментальная группа животных предполагала имплантации 5 однородных образцов кожи, обработанных в различных временных интервалах идентичным раствором ГА. Разделение на подгруппы происходило следующим образом: 1-я — не обработанные в ГА; 2-я — образцы, обработанные в течение 30 мин; 3-я — образцы после 48-часовой обработки. Через 45 дней содержание кальция в образцах было 1,4±1,1; 57,9±5,4; 142,7±61,4 (г/мг сухого веса) для 1-,
2-й и 3-й групп соответственно (p<0,05 для 1-й против 2-й и
3-й). Авторы не нашли никаких различий в зависимости от времени фиксации и скорости кальцификации образцов. Они пришли к выводам, что короткое время фиксации аутоткани является наиболее рациональным и приемлемым.
На вопрос, действительно ли ГА уменьшает скорость кальцификации тканей, пытались ответить в 1998 г. A. Vin-centelli и соавт. [24, 25]. В своем исследовании авторы трехмесячным овцам подкожно имплантировали перикард, взятый у той же особи животного (n=133), а также перикард
человека (n=123). Перед имплантацией образцы обрабатывались 0,6% раствором ГА в течение 5, 10, 20 мин или 7 дней. Через 3 мес перикард эксплантировали и при помощи спектрометрии оценивали на предмет кальциевых депозитов. Результаты продемонстрировали низкое содержание кальция в аутоперикарде (в среднем 1,14±2,07) и высокое — в группе гетерологичного перикарда (в среднем 38,97±26). Таким образом, авторы пришли к выводам, что обработка перикарда 0,6% раствором ГА не играет существенной роли в скорости кальцификации.
В 2000 г. эта же группа авторов провели исследования по влиянию консерванта на ткани человека [26]. Они показали, что оптимальное время стабилизации материала глутаральде-гидом составляет 30 мин.
D. M. Sanchez и соавт. в 2007 г. [21] опубликовали результаты изучения влияния различных концентраций глу-таральдегида на механические свойства бычьего перикарда, а также скорости его кальцификации. Свежий перикард обрабатывали несколькими способами: 0,625% раствором ГА (стандартным методом) в течение 7 дней; 0,625%, 1% и 3% раствором ГА при температуре 4 °C в течение 20 дней, а также при 50 °C также в течение 20 дней. Для исследования механических свойств было взято 76 образцов. Следующим этапом фиксированные ткани имплантировали подкожно лабораторным мышам (n=16), где находились в течение 50 дней. Оценку скорости и степени кальцификации производили с помощью атомной абсорбционной спектрометрии (n=55) и окраски образцов по von Kossa (n=28). Ткани, фиксированные 3% раствором ГА, а также в комбинации 3% ГА с температурной обработкой, обладали лучшими прочностными свойствами по сравнению с тканями, обработанными стандартным методом. Значительной разницы при оценке скорости кальцификации и ее степени между образцами, обработанными различными способами, найдено не было. Образцы, обработанные 3% ГА, демонстрировали лучшие механические свойства без признаков кальцификации. Таким образом, для увеличения механической прочности перикарда и уменьшения скорости кальцификации авторы рекомендовали использовать 3% раствор ГА.
На сегодняшний день каких-либо официальных рекомендаций по выбору материалов для реконструкций структур сердца нет. Изменение давления в камерах сердца или магистральных сосудах, переход ламинарного потока крови в турбулентный способствуют тромбообразованию, нарушению работы структур сердца, а также локальному нарушению его кинетики. Несоответствие в механических свойствах между собственными тканями и имплантатом может приводить к формированию тромбов, аневризм и гиперплазии интимы в условиях локального ремоделиро-вания и постоянного стресса в месте соединения нативных тканей с сосудистым протезом или другими пластическими материалами.
Пионерами по изучению свойств биологических и синтетических материалов в кардиохирургии считаются C.Dubost, H. Swan, R. E. Gross и C. R. Lam. Уже начиная с 50-х годов XX в., они впервые стали изучать свойства материалов, использующихся для коррекции заболеваний аорты и ее ветвей [22].
До начала 80-х годов все экспериментальные исследования по изучению свойств перикарда проводились на собаках [12], а в ряде случаев — на изолированных препаратах собачьих сердец. Предполагалось, что результаты, полученные при исследовании перикарда собак, являются корректными
Н. Н. Шихвердиев и др.
«Вестник хирургии» • 2013
для понимания свойств человеческого перикарда. Группа авторов во главе с J. M. Lee в 1981 г. [10] впервые изучили механические свойства перикарда собаки, а в 1985 г. сравнили их с человеческим перикардом [12]. В действительности же механические свойства и даже внешний вид собачьего перикарда значительно отличаются от человеческого: перикард собаки — толстый и непрозрачный, а человеческий — относительно тонок и прозрачен [5].
J. M. Lee и соавт. [14] выполнили большую работу по изучению биомеханических свойств ткани перикарда. Своими действиями они создали основополагающие концепции, лежащие в основе изучения и определения напряжения на образцы. Авторы тщательным образом исследовали четыре различных метода определения толщины мягких тканей: с помощью электрического проводника, с применением эффекта Холла (Hall), ротационным и неротационным измерителями толщины. Они подчеркнули, что нет идеального прибора для измерения толщины ткани, но из всех исследованных измерителей наиболее адекватным был неротационный.
В большинстве случаев ученые, исследовавшие биомеханику тканей, для тестирования использовали одноосевые аппараты [4, 7, 10-13, 15]. J. M. Lee и соавт. [13] исследовали бычий перикард и растягивали его в различных направлениях: горизонтальном (0 °) и вертикальном (90 °), а также под углами в 30 ° и 60 °. Проделав большое число исследований, авторы пришли к выводам, что обработка ткани ГА придает ей большую прочность, а также увеличивает толщину, но при этом снижается эластичность. Таким образом, фиксированные и нефиксированные образцы значительно отличались между собой по механическим свойствам. G. J.M. Paez [6] сравнил одноосевые и двухосевые методы исследования. Он выполнял тестирование перикарда теленка и свиньи с помощью одноосевого и двухосевого аппаратов. Результаты выявили большую информативность двухосевого тестирования.
B. J. Marien в 2002 г. [18] сравнил данные, полученные после закрытия дефекта сонной артерии дакроном или бычьим перикардом, придя к выводу о большей предпочтительности в применении последнего. Однако критериями оценки явились интраоперационное кровотечение из линии швов, периопера-ционная заболеваемость, а также летальность, в то время как биомеханика материалов не учитывалась вовсе.
D. Tremblay и T. Zigras в 2009 г. [22] опубликовали статью, в которой сравнили биомеханические свойства материалов, наиболее широко использующихся в реконструктивной хирургии дуги аорты. В своей статье они одними из первых сравнили биологические ткани (фиксированные, не фиксированные) с синтетическими. В итоге предпочтение было отдано синтетическим заменителям из-за их лучших механических свойств, а именно анизотропии. Анизотропия — неодинаковость свойств среды (например упругости и др.) по различным направлениям внутри этой среды. Во многих случаях анизотропия может быть следствием внешнего воздействия (например механической деформации).
R. S. Haluck в 1990 г. [7] изучал изменения перикарда после его имплантации. Через 6 мес наблюдения он не нашел значительной разницы в прочностных свойствах между фиксированным и свежим перикардом. Таким образом, по его мнению, фиксированные ткани не доказали своего превосходства над нативным перикардом.
Z. Al.Halees в 2005 г. [1] опубликовал 16-летние результаты использования бычьего, а также нативного перикарда,
обработанного глутаральдегидом. В исследование авторы включили 92 пациента, которым была выполнена реконструкция аортального клапана (АК) бычьим перикардом (1-я группа, n=27) или аутоперикардом, фиксированным в 0,5% растворе ГА в течение 10 мин (2-я группа, n=65). Средний возраст пациентов составил 30 лет. Из них 65% были мужского пола. В 84% аортальная недостаточность являлась следствием ревматического процесса и 16% составили пациенты с дегенерацией АК, врожденными аномалиями и инфекционным эндокардитом. Госпитальная летальность составила 2%. Реконструированный клапан показал хорошие гемодинамические результаты. Средний срок наблюдения был (10,5±4) года с 4% показателем отдаленной летальности. Общий показатель выживаемости составил (85±4)%. Во всем периоде наблюдения не было зафиксировано ни одного случая тромбоэмболических осложнений. Свобода от повторной операции была (68±5)% за 10 лет и (47±6)% — за 16 лет. Для 1-й группы эти показатели составили (68±9) и (48±10)% соответственно. Для 2-й группы — (72±6) и (45±8)% соответственно. 10-летняя и 16-летняя свобода от дегенерации клапана составила (78±1)% и (55±10)% — для ксеноперикар-да. Для аутоперикарда эти показатели были (80±5) и (58±9)% соответственно. Статистической разницы в показателях дегенерации клапана между двумя группами не было. Таким образом, авторы пришли к заключению, что пластика АК ксеноперикардом или аутоперикардом обеспечивает хорошие показатели гемодинамики, низкую летальность, а также малую частоту тромбоэмболических осложнений. 10-летние результаты идентичны с таковыми при протезировании АК биопротезами.
Выводы. 1. Из-за отсутствия рекомендаций по выбору пластических материалов и достаточных данных по прочностным и эластическим свойствам происходит их хаотичная имплантация, что, в свою очередь, приводит к различного рода осложнениям. Дальнейшее изучение механических свойств реконструктивных материалов и сравнение их между собой способствует более точному и тонкому подбору заменителей, что должно способствовать улучшению отдаленных результатов оперативного лечения.
2. Изучение причин осложнений является необходимым ориентиром для дальнейшего совершенствования реконструктивных операций на сердце.
БИБЛИОГРАФИЧЕСКИЙ СПИСОК
1. Al Halees Z., Al Shahida M., Al Sanei A., Sallehuddin A. et al. Up to 16 years follow-up of aortic valve reconstruction with pericardium: a stentless readily available cheap valve? // Eur. J. Cardio-thoracic Surg. 2005. Vol. 28. P. 200-205.
2. Breinholt J. P. 3rd., Hawkins J. A., Lambert L. M. et al. A prospective analysis of the immunogenicity of cryopreserved nonvalved allografts used in pediatric heart surgery // Circulation. 2000. Vol. 102, Suppl. 3, № 19. P. 179-182.
3. Carpentier A., Lemaigre G., Robert L. et al. Biological factors affecting long-term results of valvular heterografts // J. Thorac. Cardiovasc. Surg. 1969. Vol. 58, № 4. P. 467-483.
4. Duncan A. C., Boughner D. Effect of dynamic glutaraldehyde fixation on the viscoelastic properties of bovine pericardial tissue // Biomaterials. 1998. Vol. 19, № 7-9. P. 777-783.
5. Eckman M. H., Beshansky J. R., Durand-Zaleski I. et al. Anticoagulation for non-cardiac procedures in patient with prosthetic heart valve: does low risk mean high cost? // JAMA. 1990. Vol. 263. P. 1513-1521.
6. Garcia Paez J. M., Jorge E., Rocha A. et al. Mechanical effects of increases in the load applied in uniaxial and biaxial tensile testing. Part II. Porcine pericardium // J. Materials Science: Materials in Medicine. 2002. Vol. 13, № 5. P. 477-483.
7. Haluck R. S., Richenbacher W. E., Myers J. L. et al. Pericardium as a thoracic aortic patch: Glutaraldehyde-fixed and fresh autologous pericardium // J. Surg. Res. 1990. Vol. 48, № 6. P. 611-614.
8. Harken D. E. Heart valves: ten commandments and still counting // Ann. Thorac Surg. 1989. Vol. 48. Suppl. 3. P. 18-19.
9. Hawkins J. A., Breinholt J. P., Lambert L. M. et al. Class I and class II anti-HLA antibodies after implantation of cryopreserved allograft material in pediatric patients // J. Thorac. Cardiovasc. Surg. 2000. Vol. 119, № 2. P. 324-330.
10. Lee J. M., Boughner D. R. Tissue mechanics of canine pericardium in different test environments. Evidence for time-dependent accommodation, absence of plasticity, and new roles for collagen and elastin // Circ. Res. 1981. Vol. 49, № 2. P. 533-544.
11. Lee J. M., Boughner D. R. Mechanical properties of human pericardium. Differences in viscoelastic response when compared with canine pericardium // Circ. Res. 1985. Vol. 57, № 3. P. 475-481.
12. Lee J. M., Boughner D. R., Courtman D. W. The glutaraldehyde-stabilized porcine aortic valve xenograft. II. Effect of fixation with or without pressure on the tensile viscoelastic properties of the leaflet material // J. Biomedical Materials Research. 1984. Vol. 18, № 1. P. 79-98.
13. Lee J. M., Haberer S. A., Boughner D. R. The bovine pericardial xenograft: I. Effect of fixation in aldehydes without constraint on the tensile viscoelastic properties of bovine pericardium // J. Biomedical Materials Research. 1989. Vol. 23, № 5. P. 457-475.
14. Lee J. M., Langdon S. E. Thickness measurement of soft tissue biomaterials: A comparison of five methods // J. Biomechanics. 1996. Vol. 29, № 6. P. 829-832.
15. Lee M. C., Fung Y C., Shabetai R., LeWinter M. M. Biaxial mechanical properties of human pericardium and canine comparisons // Am. J. Physiol. Heart. Circ. Physiol. 1987. Vol. 253, № 1. P. 75-82.
16. Lee W. K., Park K. D., Kim Y. H. et al. Improved calcification resistance and biocompatibility of tissue patch grafted with sulfonated PEO or heparin after glutaraldehyde fixation // J. Biomed. Mater. Res. 2001. Vol. 58, № 1. P. 27-35.
17. Liao K., Frater R. W.M., LaPietra A. et al. Time-dependent effect of glutaraldehyde on the tendency to calcify of both autografts and xenografts // Ann. Thorac. Surg. 1995. Vol. б0, Suppl. 2. P. 343-347.
18. Marien B. J., Raffetto J. D., Seidman C. S. et al. Bovine pericardium vs dacron for patch angioplasty after carotid endarterectomy: a prospective randomized study // Arch. Surg. 2002. Vol. 137, № 7. P. 785-788.
19. Rajani B., Mee R. B., Ratliff N. B. Evidence for rejection of homograft cardiac valves in infants // J. Thorac. Cardiovasc. Surg. 1998. Vol. 115, № 1. P. 111-117.
20. Roll S., Müller-Nordhorn J., Keil T. et al. Dacron vs. PTFE as bypass materials in peripheral vascular surgery - systematic review and meta-analysis // BMC Surgery. 2008. Vol. 8, № 22. P. 1-8.
21. Sanchez D. M., Gaitán D. M., León A. F. et al. Fixation of Vascular Grafts With Increased Glutaraldehyde Concentration Enhances Mechanical Properties Without Increasing Calcification // ASAIO J. 2007. Vol. 53. Issue 3. P. 257-2б2.
22. Tremblay D., Zigras T., Cartier R. et al. A comparison of mechanical properties of materials used in aortic arch reconstruction // Ann. Thorac. Surg. 2009. Vol. 88. P. 1484-1491.
23. Turrentine M. W., Ruzmetov M., Vijay P. et al. Biological versus mechanical aortic valve replacement in children // Ann. Thorac. Surg. 2001. Vol. 71, Suppl. 5. P. 35б-3б0.
24. Vincentelli A., Latrémouille C., Zegdi R. et al. Does glutaraldehyde induce calcification of bioprosthetic tissues? // Ann. Thorac. Surg. 1998. Vol. бб, Suppl. 1, № б. P. 255-258.
25. Vincentelli A. Mechanical Modifications to Human Pericardium after brief Immersion in 0.б25% Gluteraldehyde // J. Heart Valve Disease. 1998. Vol. 7, № 1. P. 24-29.
26. Vincentelli A., Zegdi R., Fabre O. et al. Is 10 Minutes the Optimum Immersion Time in 0.б% Glutaraldehyde for Human Pericardium? // J. Heart Valve Disease. 2000. Vol. 9, № 4. P. 5б7.
27. Yang C. Tissue Engineering of Human Cardiovascular Patches. 2005. P. 4-8.
Поступила в редакцию 03.07.2012 г.
